содержание   ..  1  2  3  4  ..

2.3.

Методы визуализации объемов желудочков и эхолокации потоков при анестезии

Начало попыткам расчета УОК по проекциям фазовых объемов ЛЖ на рентгеновскую пленку было положено еще в 20-е годы [174]. Рентгенокимография и, в особенности, двухпроекцион­ная ангиокардиография [271, 519, 678] позволяют с хорошей точностью определять разовую производительность сердца [174], однако лучевая нагрузка исключает применение этих мето­дик для целей мониторинга МОК.

Радионуклидная вентрикулография используется для измерения МОК в двух вариантах. В пер­вом случае фазовые проекции полостей желудочков регистрируют многократно — в течение нескольких сотен кардиоциклов после инъекции радиофармпрепарата [986]. Главное преиму­щество данной техники состоит в возможности динамического изучения МОК, например, в течение какого-либо теста [1402]. Второй вариант предполагает регистрацию проекций с по­мощью низкоинертной у-камеры лишь в течение "времени первого прохождения" препарата через сосудистое русло (15-20 с). При этом могут быть независимо зарегистрированы фазо­вые проекции всех полостей [639, 1222]. Стоимость аппаратуры, однако, ограничивает ис­пользование методов этой группы лишь исследовательскими задачами. Ультразвуковой метод определения МОК первоначально базировался на аналогичном принципе визуализации фазовых площадей сечения левого желудочка [401, 592, 1281]. В оценке глобальной сократительной функции желудочков по фракциям выброса этот подход незаменим и сейчас [136, 322, 999, 1238, 1430, 1575]. Визуализация потоков в полостях сердца и крупных сосудах стала возможной с внедрением в ультразвуковую технологию эффекта Ch.J. Doppler (1842) — изменения частоты принятой вол­ны по отношению к излученной при взаимном движении приемника и источника [165]. Ультразвуковые волны, отраженные потоком крови, принимаются датчиком, и по разнице частот излу­ченной и принятой волн определяется мгновенная линейная скорость потока в данной точке сечения сосуда. Величина потока рассчитывается далее как результат последовательного ин­тегрирования его линейных скоростей по сечению и времени [43, 128, 134, 188, 293, 1575]. Важно, что принцип Допплера позволяет определить не скорость источника вообще, а проекцию ее вектора на ось "источник-приемник". Следовательно, совпадение расчет­ной скорости потока с реальной тем выше, чем точнее ее вектор совпадает с этой осью: если угол между ними превышает 20-25°, данные становятся клинически неприемлемы­ми [273, 1430]. Этот важнейший источник ошибок порождает главную проблему допплеровского измерения МОК — проблему выбора и выдерживания оптимального скана, т.е. взаимного положения диаграммы направленности источника волн и оси потока. Ис­пользование наружных датчиков, например, для широко распространенного сканирова­ния аорты из супрастернального доступа, делает задачу особенно трудной [142 1,1633]; адекватный эхо-сигнал потока при этом удалось получить у 83-90% пациентов БИТ тера­певтического профиля [783, 11 19] и лишь у 27% кардиохирургических больных [1119]. Отмечают, что точность результатов измерения МОК прямо зависит от опыта врача-оператора [609]. Предложены [1109], на не нашли пока широкого применения допплеровские датчики с концентрической диаграммой направленности, нивелирующие влияние угла сканирования потока.

Вторая проблема состоит в том, что наиболее распространенные датчики с импульсным режи­мом излучения имеют физический верхний предел измеряемого диапазона скоростей, обус­ловленный своего рода "стробоскопическим эффектом" зондирующих импульсов: в итоге ис­точник, движущийся на приемник, может быть идентифицирован как неподвижный или удаляю­щийся. Этот предел допплеровского сдвига частот, называемый пределом Nyquist, равен поло­вине частоты зондирующих импульсов [1430] и ограничивает пределы измерений тем сущест­веннее, чем больше дистанция сканирования [783, 937]. В последние годы наиболее активно развивается чрезпищеводная техника эхокардиографии (Transesophageal Echocardiography—TEE) [1393,1394]. Чрезпищеводный доступ позволил заметно улучшить качество визуализации полостей сердца и крупных сосудов из-за "обхода" эхо-плотной грудной стенки и интенсивно поглощающих ультразвук легких [1575]. Это преимущество перевешивает топографо-анатомическую сложность получения оптимального скана, делающую ТЕЕ-мониторинг неинформативным у 8-11% пациентов [959, 1284]. Таким образом, оказалось возможным оценивать в динамике высококачественные сканы серд­ца. В итоге внимание исследователей переместилось с оценки глобальной функции желудочков (т.е. динамики их объемов в течение кардиоцикла) на ставшие доступными детали регионарной кинетики стенок сердца [1393, 1575]. Картина еще более обогатилась внедрением систем многоплоскостного сканирования [1175].

Открытая в 1935 году R. Tennant и C.J. Wiggers (1935, [1509]) быстрая реакция сократи­мости на изменения коронарной перфузии [145, 713, 1062, 1063, 1443, 1619] полно­стью объясняет тот факт, что локальные нарушения кинетики стенки сердца (Segmental (or Regional) Wall Motion Abnormalities — S(R)WMA, [892]) проявили высокую чувстви­тельность и специфичность в качестве маркера интраоперационной ишемии, оказавшись наиболее информативным и динамичным из всех известных тестов [1404, 1575]. Гемодинамические сдвиги, включая данные инвазивного мониторинга, далеко не всегда сопут­ствуют появлению SWMA (28% случаев — [933], 60% — [959]), "ишемическая" динамика ЭКГ также ненадежно коррелирует с их появлением (25% — [1404]), тогда как сами SWMA, напротив, явились наиболее постоянным предвестником периоперационного ИМ [885, 932, 1227, 1404]. Существует, однако, и мнение об отсутствии преимуществ TEE перед ЭКГ-мониторингом в обнаружении периоперационной ишемии [549]. (Пожалуй, наиболее необычную точку зрения на интраоперационный мониторинг ишемии высказал J.E. Connolly (1985): преимуществом операций под местной или регионарной анестезией автор считает сохранение у пациента способности предупредить анестезиолога о появ­лении ангинозных болей [444]).

В плане мониторинга глобальной функции ЛЖ преимуществом TEE считают высокую эффектив­ность оценки преднагрузки по конечно-диастолическому объему в случаях нарушений комплайенса желудочка, когда ДЗЛА перестает адекватно отражать ситуацию [1241, 1529, 1555]; сам же принцип оценки фазовых объемов при этом полностью сохраняется [1183]. Распрост­раняется и измерение МОК с помощью допплеровской TEE [609, 994]. Известны также допплеровские методики измерения МОК с помощью датчиков, вмонтирован­ных в эндотрахеальные трубки [214, 1180, 1651] и в катетеры Swan-Gonz [722, 1351, 1352, 1353, 1421] (правда, внутрисосудистая допплерография ЛА использовалась в СССР и до изобоетения баллонного катетера [42]). Транстрахеальная допплерография [213, 717], впрочем, вызвала нарекания своей непрактичностью [611, 717, 1389]. Одним из новейших внедрений стал автоматизированный мониторинг МОК с помощью цветной допплерографии (АСОМ) [776, 1533, 1640].

Наконец, в последние годы появились публикации об использовании для расчета МОК дон­ных магнитно-резонансной [1125] и электронно-пучковой [639] томографии сердца; оче­видно, однако, что такие подходы неприменимы во время операции даже в исследователь­ских целях.

2.4. Методы, основанные на измерении электропроводности тканей при анестезии

В основе импедонсометрического определения кровотока лежит различие в электропровод­ности: у плотных тканей этот показатель в 5-10 раз ниже, чему биологических жидкостей [127, 168]. Следовательно, изменения сопротивления тканей, обусловленные пульсирующим кровотоком, могут быть зарегистрированы и использованы для расчета его объема. Первые попытки применения электрических измерений для изучения функций кровообращения были предприняты Н. Cremer (1907), D. Rapaport и D. Ray (1927), E. Atzler и G. Lehmann (19321 и Н. Mann (1 937) (цит. по [122, 127, 150]). Однако классическими, основополагающими ста­ли работы А.А. Кедрова (1941, 1948, 1949 и др.) [96, 97], W. Holtzer, К. Polzer и A. Mario (1946 [764]: этим авторам принадлежит термин "реография"), J. Nyboer (1959, 1960, 1962, 1970 и др.) [1127]

Полное электрическое сопротивление ткани (импеданс) состоит из двух компонентов. Первый из них — так называемое омическое или активное сопротивление, обусловленное наличием заряженных молекул и количественно характеризующееся величиной электропроводности. Вто­рой компонент импеданса называется емкостным (реактивным, поляризационным) сопротив­лением и возникает из-за явлений поляризации на границах различных тканевых структур, являю­щихся диэлектриками [1127]. Элементами емкостного сопротивления становятся, в частности клеточные мембраны и граница электрод-кожа. В 1941 г. Алексей Алексеевич Кедров (род.1906 г.) — впоследствии заведующий кафедрой госпитальной терапии Ленинградского педиат­рического медицинского института (1970-1982 гг.) — впервые показал, что колебания кровенаполнения тканей приводят к изменениям преимущественно активного сопротивления, а не емкости тканей [96]. Величина импеданса выражается следующей формулой [150]:

                                     (4)

В этой формуле Z — импеданс, R — омическое сопротивление, Хc. — емкостное сопротивление В свою очередь, емкостное сопротивление зависит от частоты пропускаемого через ткань тока:

                                     (5)

Здесь f — частота тока, Гц, С — величина емкости, Ф. Подставив выражение (5) в исходную формулу (4), получим:

                                      (6)

Таким образом, соотношение между омическим и емкостным компонентами зависит от часто­ты тока: чем она выше, тем меньше емкостной компонент. При достаточно высокой частоте (более 1 кГц — Н.Р. Schwan,1955 — цит. по [122]) его величиной можно пренебречь без ущер­ба для точности измерения омической составляющей импеданса. Кроме того, повышение час­тоты тока, как и снижение его силы, диктуются опасностью специфического действия на возбу­димые ткани [96, 122].

Омическое сопротивление тканей, в свою очередь, состоит из двух составляющих. Первая. постоянная, определяется фоновым кровенаполнением ткани, тогда как вторая, переменная, отражает его колебания во время сердечного цикла: приток крови снижает сопротивление. отток его увеличивает. Переменная составляющая сравнительно невелика — по данным разных авторов, от 0,05 до1% общего импеданса ткани (F. Jenker, 1959; К. Polzer и F. Schuhfried, 1962 — цит по [150]). Выделение, усиление, регистрация и анализ переменной компоненты электри­ческого импеданса тканей и составляют сущность метода реографии. При этом все известные формулы расчета построены на предположении о том, что в течение систолы сконцентриро­ванный в одной точке ударный объем крови равномерно заполняет участок тела между элект­родами, форма которого приближенно описывается той или иной стереометрической фигурой [1127]. Отсюда вытекают два главных источника методических ошибок реографии: неравномерная в реальных условиях динамика кровенаполнения тканей и отличие истинной формы тела от расчетного приближения [174].

Основная методическая проблема реографии с точки зрения биофизики состоит в высокой степени неопределенности реальных путей прохождения тока через тело человека, независи­мо от "правильности" своей формы состоящее из элементов с самыми разными электрически­ми и геометрическими характеристиками [135, 150, 174]. Поскольку источником пульсирующего потока является сердце, для измерения МОК логично регистрировать реограмму грудной клетки. Удобство этой ток называемой торакальной рео­графии [56, 161, 895 и др.] еще и в том, что форма грудной клетки наиболее близка к цилинд­рической, а такое приближение значительно облегчает расчеты. За рубежом до настоящего времени основная доля импедансометрических измерений выполняется по торакальной мето­дике [291, 309, 505, 750, 791, 1099, 1419,1430, 1610 и мн. др.]. Однако дыхание — циклические изменения внутригрудных объемов электрического изолятора [воздуха) — вызывает существенно большие колебания импеданса, чем работа сердца. Грубые колебания изоэлектрической линии резко затрудняют анализ кривой [174]. Кроме того, рас­положенные на шее и на уровне мечевидного отростка кольцевые электроды оказываются в проекции операционного поля при самом широком спектре хирургических вмешательств — от операций на щитовидной железе до работы в верхнем этаже брюшной полости. Все это делает торакальную реографию не слишком удобной для интраоперационного мониторинга. Одна из наиболее удачных попыток решения этих проблем была предпринята в Ленинграде в начале 70-х годов сотрудником Военно-медицинской академии Михаилом Ивановичем Тищенко (1929-1984). Отличительными особенностями его метода, названного в оригинале тетраполярной интегральной реографией тела человека (ИР ГТ, 1973 [179,180]), являются:

1) Тетраполярная регистрация сигнала с использованием четырех токовых и четырех потенциальных электродов, размещенных попарно на руках и ногах;

2) Расчетная процедура, корректирующая отличие формы проводника — участка тела между элект­родами — от цилиндрической;

3) Превращение дыхательных колебаний изолинии, сильно сглаженных отдаленным расположением электродов, из шума в подвергаемый анализу полезный сигнал;

4) Предположение о том, что кровь притекает в течение систолы с постоянной скоростью, а веноз­ный отток равномерен на протяжении всего кардиоцикла.

На кривой ИРГТ (рис. 4), как и на сфигмограмме, выделяют: главную волну (анакроту), отражаю­щую систолу ЛЖ (1), инцизуру (2) идикротический подъем (3), связанные с отраженной волной от закрывшихся клапанов аорты и катакроту (4), соответствующую диастоле. Кроме того, выде­ляются обусловленные дыханием колебания изолинии, частота которых в 4-5 роз ниже ЧСС. Анализ кривой требует, во-первых, распознавания отдельных кардиоциклов с определением их границ и, во-вторых, разметки каждого цикла для измерения его характеристик. После разметки кривой оказывается возможным измерить три параметра кардиоцикла, необ­ходимых для расчета величины ударного объема крови по формуле М.И. Тищенко. Это ампли­туда кардиоцикла (Y) — разность ординат точек начала и конца систолы, длительность кардио­цикла (С) — разность абсцисс точек начала последовательных систол и длительность катакроты |D) — разность абсцисс точек начала следующей и конца предыдущей систолы. Расчет величины УОК выполняется по следующей формуле:

где Y — амплитуда калибровочного сигнала реографа; L — рост исследуемого, см: R — базисное сопротивление между электродами (постоянная составляющая омического сопротивления), Ом. К — корректирующий коэффициент, учитывающий отличие формы токопроводящей среды от цилиндричес­кой, зависимость между ростом и межэлектродным расстоянием и электропроводность крови (в сред­нем, r= 150 О/м•см: в случае, если гематокрит значимо отличается от нормы, необходимо вводить поправку!). Величина К для женщин составляет 0,246, для мужчин — 0,275 [180]. Расчетная формула М.И. Тищенко (7) носит, таким образом, эмпирический характер, причем источником ошибок являются отличия пропорций тела и электропроводности крови от предполагаемых авторов величин. Однако, несмотря на выдвинутые теоретические возражения [207 и др.], ИРГТ по М.И. Тищенко продемонстрировала хорошее совпадение результатов с рефе­рентными методами [4, 21, 46, 80, 884].

Именно данная методика легла в основу отечественного варианта реомониторинга — компью­терного анализа реосигнала в реальном времени, позволяющего оценивать динамику режима кровообращения.

Дальнейшее развитие импедансометрии идет в направлениях совершенствования расчетных формул [308, 470, 1128, 1429], создания "усредняющих" алгоритмов обработки кривой, снижающих влияние артефактов [487, 551], внедрения импедансного мониторинга ОПСС [1474], оптимизации формы электродов [668] и способов их размещения (например, в пищеводе [262]), выработки критериев нормы, в частности в педиатрии [791, 1044] и неонатологии [1359], вы­явления реографических симптомов отдельных состояний и заболеваний [1556]. Сегодня импедансометрическое измерение МОК наиболее широко используется в операци­онной в тех случаях, когда термодилюционный метод неуместен с точки зрения объема операции [758, 839, 926, 1028, 1318, 1347, 1357, 1474]. Именно те нередкие ситуации, когда риск катетеризации ЛА может превысить риск малоинвазивного вмешательства, со всей оче­видностью оправдывают призывы к рутинному использованию импедансометрического мони­торинга МОК во время анестезии [1028, 1191].

2.5. Сопоставление методов измерения МОК при анестезии

Сравнению термодилюционных, ультразвуковых, импедансометрических и иных методик между собой в различных клинических условиях посвящено большое количество исследований. Однако, поскольку с начало 70-х до середины 90-х годов абсолютным эталоном считалась термодилюция, оценка точности других методов целиком зависела от совпадения или несовпадения их результатов с данными термодилюции.

Значительное количество работ посвящено сравнительному анализу термодилюции с уль­тразвуковыми, в частности допплеровскими, методами измерения МОК. Итоги разноре­чивы: одни авторы подчеркивают достоверные различия [398, 717, 1333, 1389, 1390, 1633 и др.], другие находят хорошее совпадение результатов [416, 799, 1173, 1177, 1181, 1252, 1325, 1533 и др.]. Интересен вывод о том, что воспроизводимость измере­ний МОК путем чрезпищеводной допплерографии превышает данный показатель термо­дилюции [994].

В попытке систематизировать спектр мнений мы обобщили данные 26 сопоставлений у взрослых пациентов в табл. 5. Обращает на себя внимание очень большой разброс значе­ний коэффициента корреляции — от 0,25 до 0,98. Интересно, что, несмотря на концентра­цию усилий зарубежных разработчиков и исследователей почти исключительно на ультра­звуковом направлении неинвазивного измерения МОК, данные таблицы демонстрируют отсутствие положительной динамики: значимой корреляции между R_xy и годом публикации нет (R=-0.16). Увеличение числа парных исследований п (т.е. рост опыта) также не улуч­шает результатов (R =0,14).

Таблица 5

КОРРЕЛЯЦИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ ОПРЕДЕЛЕНИЯ МОК МЕТОДАМИ ТЕРМОДИЛЮЦИИ И ЭХОСОНОГРАФИИ

¹ — коэффициент линейной корреляции Пирсона;

²— N — число объектов исследования; n — количество синхронных измерений;

³— различие результатов (МОКт-МОКэ), среднее ± стандартное отклонение,

л*мин ^-1.

Обозначения методов: АЦД — автоматизированная цветная допплерография; СД — супрастернальноя допплерография: ТПД — транспульмонольная допплерогрофия (датчик в ЛА): ТТД — транстрахеальная допплерография: ТЭД — трансэзофагеальная допплерография: ТЭЭ — трансэзофагеальная эхосонография.

В отношении импедонсометрии (здесь и долее в настоящем разделе, если не оговорено иное, речь идет о наиболее распространенной за рубежом торакальной методике) мнения также различны: одни авторы подчеркивают значительные ошибки реографического определения МОК [355, 429, 520, 805, 1047, 1305, 1513, 1522, 1652], другие, напротив, находят хорошее совпадение данных [398, 399, 551,1176, 1384, 1423, 1556, 1633], в том числе в детской практике [1128] и в эксперименте [806, 1424]. Убедительными представляются результаты W.C. Shoemaker и соавт. [1383], чьи данные оказались максимальными по объему среди вооб­ще всех сравнительных исследований. На материале 2192 синхронных измерений МОКи и МОКт у 680 больных самых разных категорий в условиях операционной и БИТ была выявлена очень тесная корреляция (R_xy-0,85 при среднем различии результатов 0,124 л • м^-2•мин^-1). Авторы особо подчеркивают возможность применения импедансометрии там, где катетериза­ция ЛА обычно считается неуместной.

Интересная идея выдвигается в исследовании [333], касающемся точности торакальной реографии: авторы предлагают начальную индивидуальную калибровку реографии по термодилюционному эталону с тем, чтобы затем можно было пользоваться уже только корректированны­ми данными неинвазивного метода.

Сводка значений коэффициента линейной корреляции между результатами импедансометрических и термодилюционных измерений, полученных 16 группами авторов в различных услови­ях, приведена в табл. 6. Связь коэффициента корреляции R_xy с годом публикации и числом пар­ных измерений и здесь также недостоверна (R_xy', соответственно — 0,31и 0,05).

Таблица 6

¹ — коэффициент линейной корреляции Пирсона;

²— N — число объектов исследования; n — количество синхронных измерении.

Данные немногочисленных исследований факторов, влияющих на совпадение результатов из­мерения МОК методами термодилюции и импедансометрии, суммированы в табл. 7. Видно, что противоречия касаются не только спектра значимых моментов, на и направленности влия­ния многих из них.

Таблица 7

ФАКТОРЫ, ВЛИЯЮЩИЕ НА СОВПАДЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ ИЗМЕРЕНИЯ МОК МЕТОДАМИ ТЕРМОДИЛЮЦИИ И ИМПЕДАНСОМЕТРИИ

Авторы работы [236] нашли, что при хорошем качестве реосигнала совпадение МОКи с МОКт не уступает воспроизводимости МОКт в одной серии измерений. Более того, в од­ном из последних исследований, где использовалась тетраполярная интегральная реография [884], воспроизводимость ее данных оказалась даже существенно лучше, чем у термодилюции: 0,46 л•мин^-1против 1,05 л•мин^-1 при общем среднем различии результатов 0,25 л•мин^-1

Ряд исследователей проводят "тройное" сопоставление термодилюции, эхосонографии и импедансометрии.

Так, по экспериментальным данным F.G. Spinale и соавт. (1990, [1424]), включающим по 35 попарных измерений у свиней в условиях инотропной стимуляции изопротеренолом (0,5 мкг•кг^-1•мин^-1) или баллонной окклюзии нижней полой вены, импедансный метод дает хо­рошее совпадение как с термодилюцией, так и с эхосонографией: коэффициент линейной кор­реляции между МОКи и МОКт составил 0,92, а между максимумом первой производной от импедонса по времени (dZ/dt_max) и фракцией укорочения ЛЖ — 0,88. Среднее различие меж­ду МОКи и МОКт оказалось равным -0,02±0,37 л•мин^-1 Работа D.H. Wong и соавт. (1990, [1633]) включает 416 измерений МОКи и 446 измерений МОКэ (супрастернальная допплерография), выполненных попарно с МОКт в качестве эталона у 68 пациентов БИТ. Подгруппы составили больные на ИВЛ, после крупных сердечно-сосу­дистых операций, пациенты с аритмиями и сепсисом. Совпадение с эталоном результатов МОКи оказалось несколько более высоким: коэффициент корреляции составил 0,61, а среднее раз­личие результатов МОКи - МОКт=-0,67± 1,72 л•мин^-1 (для МОКэ, соответственно, 0,5) и -0,79±1,95л•мин^-1).

В исследовании G. Castor и соавт. (1994, [398]), охватывающем в общей сложности 339 син­хронных измерений МОК во время анестезии и в условиях БИТ, импедансометрический метод также продемонстрировал существенно более высокую степень совпадения с термодилюционным по сравнению с супрастернальной допплерографией: среднее отклонение МОКи от МОКт варьировало от -2,2 до 1,4%, тогда как для МОКэ соответствующий показатель оказался в пределах от -16 до -32%. Данные МОКэ и МОКт достоверно различались (р = 0,0001) во всех сериях измерений. (Результаты этой работы оспариваются, впрочем, на основании пре­тензий методического характера [1106].)

Интересно, что высокая степень корреляции между самими МОКи и МОКэ продемонстриро­вана в группах больных как с митральной регургитацией, так и безданной патологии [1556]; по данным работы [777], однако, супрастернальная допплерография систематически завышает значения УОК по сравнению с импедансометрией. Итак, результаты попарного сравнения с термодилюционным эталоном говорят в пользу импедансометрического, а не эхосонографического метода измерения МОК. Признанием надеж­ности импедансометрии может служить и факт ее выбора в качестве триггера для автоматичес­кого наружного дефибриллятора [810]; показана необходимая для этого способность метода фиксировать быстрые изменения режима кровообращения [1102]. Впрочем, сегодня, когда с ростом опыта критическая оценка термодилюции преврати­лась из ретроградства в авангардизм, речь обычно идет уже не о "неточности" допплеро- или реографии, а о том, что в определенных условиях их результаты не могут считать­ся взаимозаменяемыми с результатами термодилюции [400, 1522, 1652]. Накопление данных о методических ошибках самой термодилюции и понимание отсутствия истинного "золотого стандарта" [470] привели к тому, что сегодня говорят уже не о точности изме­рения МОК вообще, а о "термодилюционном", "импедансном", "допплеровском" и т.п. МОК как различных параметрах, каждый из которых имеет право на существование в современной клинике в качестве независимого эталона [1039, 1455]. Не случайно в публикациях 90-х годов данные МОКи иногда сравнивают лишь с МОКэ [667, 777, 1556]; в качестве референтных методов измерения МОК используют также прямой метод Фика [850,1520], радионуклидную вентрикулографию [355, 421], магнитно-резонансную то­мографию [1125] или определение кровотока в аорте контактным электромагнитомет­ром [722, 762].

Кроме того, вопрос о точности методов осложняется естественными флуктуациями МОК в пре­делах стабильного гемодинамического режима [1573], достигающими 8-12% в течение1ч [1321].

Наконец, сравнивая методы измерения МОК, нельзя не принимать во внимание уровень их агрессивности. Если катетеризация ЛА представляет высокоинвазивную процедуру, ульт­развуковое исследование может быть не- или "полуинвазивным" (в случае TEE), то импедансометрия выгодно отличается полным отсутствием какой-либо угрозы для пациента. Тем самым она оптимально вписывается в контекст современных тенденций, предполагающих уход от инвазивных методов даже в таких по определению инвазивных областях медицины, как анестезиология и интенсивная терапия [400]. Помимо изменившегося отношения к ка­тетеру Swan-Ganz, примером такого подхода является внедрение методики оценки преднагрузки по скорости подъема давления в периферической вене на фоне раздувания манжетки, наложенной проксимальнее [1409]; показатель коррелирует не только с давлени­ем в правом предсердии, на и с ДЗЛА и, таким образом, представляет менее инвазивную альтернативу ЦВД [1510]. Предпринимаются попытки перейти и к неинвазивной оценке преднагрузки ЛЖ: показано, что определяемая эхосонографически т.н. корректированная длительность потока (FTc) — лучший ее индикатор, чем ДЗЛА [977], а последний показа­тель также предложено косвенно оценивать допплерографически [1471]. Такая оценка преднагрузки и волемического статуса, естественно, вызывает пока разноречивые мнения [752, 776, 1350].

С целью изучения динамики подходов к измерению МОК в клинических исследованиях, мы проанализировали базу данных Churchill Livingstone Electronic Library of Anesthesia (1996), поставляемую на лазерном CD и содержащую более 40 000 ссылок и рефератов публика­ций1966-1996 гг. Предметом поиска, первый этап которого дал итог в 1051 единицу, были работы, включавшие данные о МОК и использованном методе его измерения. До 1980 г. малое количество работ и почти полное господство термодилюции не позволяли проследить устойчивых тенденций. Наиболее подробно представленным оказалось десятилетие1984-1994 гг., к которому относятся данные табл. 8. Под собирательным названием "другие мето­ды" понимаются рентгеновская и радионуклидная кардиография, возвратное вдыхание СО в замкнутом контуре, разведение красителя, прямой метод Фика и другие редко применямые в клинике технологии.

Таблица 8

ДИНАМИКА ПОДХОДОВ К ИЗМЕРЕНИЮ МОК В 1984-1994 гг.

(ПО ДАННЫМ БД CHURCHILL LIVINGSTONE LIBRARY OF ANESTHESIA, 1996)

* — в скобках — % от общего числа ссылок.

Из таблицы видно, что, несмотря на значительные колебания от года к году, доля неинвазивных методов в общем массиве нарастает. Эти данные, впрочем, отражают скорее динамику при­знания результатов неинвазивного измерения МОК научной общественностью, нежели ситуацию в практической анестезиологии.

Таким образом, результаты различных методов измерения МОК признаются сегодня невзаи­мозаменяемыми и независимыми клиническими тестами. Сравнение ультразвуковых и импедансометрических методик показывает преимущество последних в точности измерения МОК и уникальные возможности первых в топической оценке функций миокарда. Дополнительным фактором, способствующим хорошим перспективам импедансометрических методов, является своего рода "давление отбора", постепенно вытесняющее сегодня инвазивные методы иссле­дования из всех областей, где их только возможно заменить.

содержание   ..  1  2  3  4  ..